Energieautarke automatische EKG

DOI 10.5162/sensoren2012/ 6.1.4
Energieautarke automatische EKG-Erfassung mit drahtloser Datenübertragung
für die Langzeitdiagnose
Klaus Dembowski, Tom Trockels, Hoc Khiem Trieu
Technische Universität Hamburg-Harburg, Institut für Mikrosystemtechnik
Eissendorferstr. 42, 21073 Hamburg
040/42878-3229, [email protected], [email protected]
Keywords: EKG-Messsystem, drahtlos, energieautark, Energy Harvesting, Energy Management
Einführung
Im medizinischen Bereich sind die Vitalparameter eines Menschen von großer Bedeutung, die die
Grundfunktionen des menschlichen Körpers widerspiegeln und sowohl diskrete Messungen
(Körpertemperatur, Herzfrequenz, Blutdruck, Atmung) als auch kontinuierliche wie das
Elektrokardiogramm (EKG) und das Elektroenzephalogramm (EEG) umfassen. Vitalparameter werden
traditionell im klinischen und zunehmend im häuslichen Umfeld erfasst. Gerade hier ist ein großer Bedarf
an wartungsfreien energieautarken Patientensystemen (home care, wellness) zu verzeichnen, die eine
kontinuierliche Aufzeichnung von Vital- und Gesundheitswerten gestatten und für genauere
Auswertungen bereitgestellt werden können.
Die lokale Datenspeicherung der Parameter erfolgt oftmals auf einer SD-Card (SecureDigital) und
ähnlichen Speicherkarten, die aus dem Mobilsystem entfernt und für die Auswertung typischerweise in
eine PC-gestütztes Lesegerät einzusetzen sind. Alternativ und weniger aufwendig in der Handhabung ist
eine Datenübertragung per Standardschnittstelle wie dem Universal Serial Bus (USB) zwischen der
mobilen Einheit und dem Auswertungssystem, was jedoch ebenfalls manuelle Handreichungen wie dem
Ein- und Abstecken des Datenkabels notwendig macht und stets als potentielle Fehlerquelle anzusehen
ist.
Die Datenübertragung per Funk macht Kabelverbindungen überflüssig, wenn die mobile Einheit
energieautark gestaltet wird, also keine Kabelverbindungen für die Spannungsversorgung benötigt
werden. Energieautarkie wird prinzipiell bereits durch Batterien erreicht, deren Lebensdauer meist
geringer ist als die des Gerätes, welches sich andernfalls nicht amortisieren würde, so dass ein
Austausch der Batterien notwendig wird. Der Einsatz von Akkumulatoren verlängert zwar den Zeitpunkt
des notwendigen Austausches der Spannungsquelle oder macht ihn sogar überflüssig, es setzt jedoch
ein regelmäßiges Aufladen der Zellen voraus, wofür wieder eine Kabelverbindung herzustellen und eine
regelmäßige Ladezustandsprüfung des Akkus notwendig ist.
Für wartungsfreie energieautarke Systeme, bei denen weder Primär- noch Sekundärzellen zur
Anwendung kommen sollen, die sich durch eine einfache Handhabung auszeichnen und die die
Messdaten drahtlos für die Weiterverarbeitung an eine Basisstation übertragen können, ist deshalb eine
autarke lokale Form der Energiegewinnung notwendig. Das realisierte EKG-System basiert deshalb auf
dem Prinzip des Energy Harvesting [1] und erzeugt die für den Betrieb notwendige Energie allein aus der
Umgebung mithilfe einer Indoor-Solarzelle.
Abbildung 1: Die Platine des EKG-Messsystems
Die entwickelte Schaltung befindet sich die meiste Zeit in einem Sleep Modus und kann durch
verschiedene Ereignisse manuell (patientengesteuert) oder automatisch (ereignisgesteuert) in ihren
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aktiven Zustand versetzt werden, was zu einer EKG-Aufzeichnung führt. Für ein EKG werden 300
Messwerte bei einer Abtastfrequenz von 160 Hz mit einer Auflösung von 10 Bit aufgenommen, was somit
ein komplettes EKG-Signal liefert und genaue Analysen ermöglicht. Die über die Solarzelle gewonnene
Energie wird in einem Doppelschichtkondensator (Goldcap) gespeichert und mithilfe eines EnergieManagements so verwaltet, dass nach mindestens 10 Minuten ausreichend Energie zur Verfügung steht,
damit eine EKG-Aufnahme stattfinden kann. Ein voll aufgeladener Kondensator erlaubt acht
Messungen/Übertragungen, ohne dass die Solarzelle Energie liefern muss. Für die Übertragung wird eine
einfache Funktechnik bei 868 MHz eingesetzt, die mit dem Modulationsverfahren Amplitude Shift Keying
(ASK) arbeitet. Ein derartiges drahtloses und am Körper tragbares EKG-System ermöglicht die volle
Bewegungsfreiheit eines Probanden und ist deshalb insbesondere für Langzeitmessungen prädestiniert.
Die Programmierung und Kalibrierung des Systems erfolgt über den USB eines an die Platine
angeschlossenen Personal Computers, der einerseits die Entwicklungsumgebung bereitstellt und
andererseits die Messsignale mithilfe eines Funktransceivermoduls empfangen und dementsprechend
weiterverarbeiten (Speicherung, Visualisierung, Analyse) kann.
Elektrokardiographie
Die Elektrokardiographie hat sich seit langem als ein weit verbreitetes Verfahren zur Diagnose von
Herzaktivitäten etabliert. Dabei werden elektrische Potenziale, die durch die Aktivität des Herzens
entstehen und bis auf die Körperoberfläche gelangen, mithilfe von Elektroden gemessen. Deren
Beschaffenheit und Position ist für verschiedene Methoden und Einsatzgebiete definiert. Für ein
vollständiges EKG werden insgesamt 12 Kanäle vorausgesetzt, was genaue Analysen, etwa bei der
Infarktdiagnostik in der Klinik ermöglicht, während für die Vitalparameterkontrolle, wie in der
Notfallmedizin oder auch für Langzeit-EKGs, einfachere Methoden üblich sind, die mit lediglich drei
Kanälen auskommen.
Die verschiedenen Abläufe eines Herzschlages werden durch elektrische Impulse gesteuert, die von dem
so genannten Sinusknoten gesendet werden. Der Sinusknoten ist eine Ansammlung von Nervenzellen,
die den Taktgeber des Herzens darstellt und in regelmäßigen Abständen eine elektrische Erregung
erzeugt, die sich über das gesamte Herz ausbreitet. Die Überlagerung der Aktionspotentiale, die aus
verschiedenen Herzregionen entstanden sind, bildet das EKG-Signal.
Die Änderungen der Aktionspotentiale am Herzen bzw. die EKG-Signale selbst lassen sich an der
Körperoberfläche durch verschiedene Methoden ableiten. Diese EKG-Ableitungen haben
unterschiedliche Anordnungen der Elektroden zur Folge, wofür verschiedene
Signalberechnungsverfahren existieren. Die einzelnen Ableitungen erlauben eine Beurteilung von den in
Richtung der Ableitung liegenden Herzabschnitten und registrieren den Verlauf der Potenziale aus
verschiedenen Perspektiven. Die üblichen standardisierten Ableitungsmethoden in der
Elektrokardiographie [2] sind die unipolare Ableitung nach Goldberger, die bipolare Ableitung nach
Einthoven (I, II und III), und die Ableitung nach Wilson, die sechs zusätzliche Elektroden benötigt, die an
der Brustwand zu positionieren sind. Für die Methoden nach Goldberger und Einthoven sind die
Elektroden an den Extremitäten zu positionieren. Das entwickelte EKG-Messsystem ermöglicht eine
Differenzmessung auf drei Kanälen, sodass hiermit Aufnahmen nach Einthoven (Abbildung 2) und auch
Goldberger möglich sind.
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Abbildung 2: Positionen der Elektroden und die Signale entsprechend der Methode nach Einthoven [6]
Das System wurde nach Einthoven mit handelsüblichen Silber/Silberchlorid-Haftelektroden (Ag/AgCl)
betrieben, die einen verhältnismäßig geringen Kontaktwiderstand aufweisen und zu den rauschärmsten
EKG-Elektroden gehören. Der eingesetzte Typ Blue Sensor L von Ambu [3] ist explizit für
Langzeitüberwachungen vorgesehen und kann deshalb länger als andere ähnliche Elektroden auf
der Haut verbleiben. Die Elektroden sind als so genannte EKG-Pads ausgeführt, die paarweise auf
die Haut geklebt werden.
Analoge Signalverarbeitung – EKG-Messverstärker
Die EKG-Signale werden über ein Filter- und Verstärkungssystem (Messverstärker) verarbeitet, welches
unerwünschte Gleichspannungs- und Hochfrequenzanteile filtert, die allgegenwärtigen 50 Hz-Störungen
wirkungsvoll unterdrückt und die Amplituden optimal an den Messbereich des nachgeschalteten A/DWandlers anpasst. Um eine medizinisch auswertbare EKG-Messung zu erhalten, wird die zeitgleiche
Aufzeichnung aller drei Ableitungen nach Einthoven benötigt. Die Schaltung besteht deshalb aus drei
Messverstärkerzweigen für die EKG-Signale sowie einer Temperaturmessschaltung, die für übliche
Thermistoren (NTC) geeignet ist, um hiermit eine optionale Messung der Körpertemperatur zu
ermöglichen, die aber nicht Gegenstand der weiteren Betrachtungen ist.
Abbildung 3: Die Signalaufbereitungsschaltung für EKG-Signale
Das eingespeiste differentielle EKG-Signal der Elektroden gelangt auf einen Differenzverstärker (INA333)
der Firma Texas Instruments, der durch einen maximalen Offset von 25 µV, einer temperaturabhängigen
Drift von 0,1 µV/°C sowie durch einen Stromverbrauch von 50 µA spezifiziert ist. Der „Innenwiderstand
des menschlichen Körpers“ und die dazu in Reihe liegenden Übergangswiderstände der Elektroden
bilden den Rk-Innenwiderstand der Signalquelle. Das EKG-Signal (Uekg) und der Rk-Innenwiderstand
führen zu in einer vereinfachten Darstellung des Ersatzschaltbildes (Abbildung 5) für die EKG-Messung.
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Abbildung 4: Schaltbild der EKG-Eingangsstufe
Der Rk-Innenwiderstand liegt im kΩ-Bereich und ist im Vergleich zur Eingangsimpedanz des INA333Differenzverstärkers, die im GΩ-Bereich liegt, vernachlässigbar klein. Aufgrund der sehr hochohmigen
Eingangsimpedanz des Differenzverstärkers wird das Messsignal kaum belastet. Die Verstärkung, die im
Bereich von 1 bis 1000 liegen kann, wird mit dem Widerstand Rg, der zwischen Pin 1 und Pin 8
angeschlossen ist, bestimmt. Für Rg wurde ein Widerstand von 400 Ω verwendet, womit sich die
Verstärkung zu einem Wert von ca. 250 ergibt.
Das Ausgangssignal des Differenzverstärkers wird in der zweiten Stufe durch ein Hochpassfilter 1.
Ordnung verarbeitet. Dieser ist insbesondere für eine Abschwächung von Gleichspannungsanteilen mit
20 dB/Dekade vorgesehen, wofür ein einfaches RC-Glied zum Einsatz kommt. In Kombination mit dem
darauf folgenden aktiven Tiefpassfilter 2. Ordnung (Sallen&Key), der für das Unterdrücken der höheren
Frequenzanteile im EKG-Signales bestimmt ist, ergibt sich ein Bandpassverhalten mit einer oberen
Grenzfrequenz bei 70 Hz und einer Dämpfung von 20 dB/Dekade.
In der darauf folgenden Verstärkungsstufe, die ebenfalls mit einem Operationsverstärker vom Typ AD
8500 der Firma Analog Devices aufgebaut ist, wird das Messsignal verstärkt und im Pegel so
verschoben, dass der Aussteuerbereich des A/D-Wandlers (Single Ended, 0-2 V) ausgenutzt werden
kann. Diese Verstärker-/Anpassungsstufe ist als Differenzverstärkerschaltung (Subtrahierer) ausgeführt.
Durch das Anlegen einer definierten Spannung (+Ub) an den nichtinvertierten Eingang des
Operationsverstärkers wird das bipolare Messsignal mit einer Gleichspannung überlagert. Diese
Gleichspannung soll der mittleren Spannung des Messbereiches entsprechen. Die Verstärkung ist mit
den Widerständen R1 und R2 auf den Faktor 10 festgelegt. Mit Hilfe des Maschenstromverfahrens und
der Annahme, dass es sich hier um einen idealen Operationsverstärker handelt, gilt die Gleichung:
Das Messsignal Uin erscheint mit einem negativen Vorzeichen in der obigen Gleichung. Weil das
Messsignal mit dem Differenzverstärker zuvor invertiert wurde, ist es am Ausgang der zweiten
Verstärkerstufe wieder mit dem richtigen Vorzeichen zu messen. Ub hat einen festen Wert von 1,8 V.
Zusammen mit den Widerstandverhältnissen kann die mittlere Spannung des Messbereiches (900 mV),
auf die das Messsignal angehoben werden soll, eingestellt werden. Mit der Bedingung Uin = 0 V,
eingesetzt in die obige Gleichung, kann die mittlere Spannung in Abhängigkeit von den Widerständen
und der Spannung Ub berechnet werden. Wenn die Hälfte des Messbereiches Ub/2 und die Verstärkung
Faktor 10 entsprechen soll, ergibt sich mit Uin = 0 V die folgende Beziehung:
Damit wird eine Dimensionierung mit R1 = 100 kΩ, R2 und R3 = 1 MΩ sowie R4 = 47 kΩ realisiert. Der
erläuterte Bandpass ermöglicht die Übertragung von Frequenzen im Bereich von Gleichspannung bis zu
70 Hz, was demnach keine 50 Hz-Unterdrückung beinhaltet. Für eine effektive Unterdrückung der
Netzfrequenz, die sehr stark in die Messung einstreuen kann, ist deshalb als letzte Stufe der
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Signalverarbeitungskette eine Bandsperre (Notch-Filter) notwendig. Am Markt sind zwar verschiedene
Typen mit einstellbarer Resonanzfrequenz und Güte verfügbar, die aber nicht mit einer Betriebsspannung
von 1,8 V auskommen und einen Stromverbrauch im mA-Bereich aufweisen, was sich deshalb für eine
energieeffiziente Lösung nicht eignet. Eine weitere Möglichkeit wäre ein Resonanzfilter, welches aus
einer RLC-Schaltung besteht. Diese Lösung verlangt bei niedrigen Frequenzen jedoch eine
verhältnismäßig große Induktivität oder die Verwendung von Ersatzschaltungen, was einer effizienten
Lösung ebenfalls entgegensteht. Deshalb wurde eine passive Doppel-T-Schaltung als Filter realisiert.
Der RCR-Zweig (Abbildung 5) stellt ein Tiefpassfilter dar, und der CRC-Zweig ein Hochpassfilter. Die
Parallelschaltung der beiden Filterschaltungen ergibt damit eine Bandsperre. Die beiden
Übertragungsfunktionen schneiden sich genau bei der Sperrfrequenz, bei der die Übertragungsfunktion
des Doppel-T-Filters gleichzeitig das Minimum erreicht. Die Übertragungsfunktion des Doppel-T-Filters
kann mit Hilfe des Knotenpotentialverfahrens berechnet werden.
Praktischerweise werden für alle Widerstände und Kondensatoren identische Werte vorgesehen. Wenn
der Nenner der Gleichung auf Null gesetzt wird, d.h. es findet keine Übertragung statt, kann die
Beziehung zwischen der Sperrfrequenz und den Bauteilgrößen der Filterschaltung berechnet werden. Die
Bauelemente werden dann einfach berechnet mit:
Aufgrund der Tatsache, dass die Bauelemente entsprechend ihrer Baureihen nur mit bestimmten
Standardwerten erhältlich sind, die auch gewisse Toleranzen aufweisen, ist zur genauen Anpassung
mindestens ein Widerstandswert (R*) experimentell zu ermitteln, um somit eine exakte Dämpfung der
Sperrfrequenz zu erreichen. Die Kondensatoren ergeben sich zu 33 nF und die Widerstände zu jeweils
100 kΩ, wobei für R* ein Wert von 82 kΩ ermittelt wurde.
Abbildung 5: Schaltbild der Filter und der Verstärkerstufe mit Pegelanpassung (+Ub)
Die Übertragungsfunktion der gesamten EKG-Signalaufbereitungsschaltung ist in der Abbildung 6
gezeigt. Wie es zu erkennen ist, wird das Messsignal im Durchlassbereich mit 60 dB verstärkt. Durch das
Hochpassfilter werden die Signalanteile für tiefere Frequenzen mit 20 dB zunehmend abgeschwächt. Die
Auswirkung des Tiefpassfilters ist für Frequenzen ab 60 Hz zu erkennen. Da es sich um ein Tiefpassfilter
2. Ordnung handelt, fällt die Kurve mit einer Steigung von 40 dB/Dekade ab. Die Frequenzanteile bei 50
Hz werden im Vergleich zum Durchlassbereich mit -40 dB abgeschwächt.
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Abbildung 6: Übertragungsfunktion der Gesamtschaltung
Die Ausgangssignale (Uout) der analogen Signalverarbeitung werden direkt auf die A/DUmsetzereingänge des Controllers STM 300 [4] geführt. Dieser enthält einen 8051-kompatiblen
Rechenkern mit Erweiterungen für ein Energie-Management sowie einen Transceiver für 868 MHz. Der
STM 300 der Firma EnOcean enthält somit alle wesentlichen Einheiten, um die EKG-Applikation mit
einer Steuereinheit (Microcontroller) und einem Funkinterface unter Einbeziehung von Energiesparmechanismen auszustatten.
Die Messverstärkerschaltung benötigt eine positive (+Ub) sowie die dazu äquivalente negative Spannung (Ub), was mithilfe eines Charge Pump/DC-DC-Konverters TC7660 von Microchip Technology erreicht wird.
Als Spannungsquelle dient dabei der DVDD-Spannungsausgang des STM 300.
Abbildung 7: Die Spannungsversorgung für die Signalaufbereitung
Störeinkopplungen per Software eliminieren
Da die 50 Hz-Bandsperre verhältnismäßig recht aufwendig ist, für eine optimale Funktion ein Ausmessen
von Bauteilen (R*) erfordert und Energie verbraucht, hängt es von der gewünschten Signalqualität ab, ob
nicht auf diese Stufe verzichtet werden kann und stattdessen eine entsprechende Signalnachbearbeitung
auf einem PC, wo die EKG-Aufnahmen ohnehin weiterverarbeitet werden können, durchführbar ist.
Obwohl die Störeinkopplung durch das Stromversorgungsnetz bei 50 Hz oft sehr hoch ist, wirkt sie nur auf
eine schmal begrenzte Bandbreite. Daher ist die Nachbearbeitung etwa mit Matlab von Vorteil, weil sie
so präzise eingestellt werden kann, dass eine Beeinflussung des zu messenden EKG-Signals durch das
Software-Filter unwahrscheinlich ist. Die Implementierung des Filters wird in Matlab mittels der
diskreten Fast-Fourier Transformation (FFT), die die Messwerte vom Zeit- in den Frequenzbereich
umsetzt, realisiert, so dass der Frequenzbereich daraufhin exakt gefiltert und anschließend wieder und
in den Zeitbereich transformiert (inverse FFT) werden kann. In der Abbildung 8 sind ein ohne
Bandsperre (in Hardware) aufgezeichnetes EKG-Signal sowie das durch Matlab gefilterte Signal
gezeigt, bei dem das 50 Hz-Rauschen vollständig eliminiert ist.
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Abbildung 8: EKG-Signal ohne Bandsperre (oben), welches mithilfe von Matlab vom 50 Hz-Rauschen
befreit wurde (unten).
Scavenger Transceiver Module
STM steht für Scavenger Transceiver Modul, welches für energieeffiziente auf Energy Harvesting basierte
Applikationen, die eine Funkschnittselle benötigen, vorgesehen ist. Das Modul basiert auf einer mit 16 MHz
getakteten 8051-kompatiblen CPU mit 32 kByte Flash- und 2 kByte SRAM-Speicher. Integriert sind
außerdem ein dreikanaliger A/D-Wandler (10 Bit), ein 8-Bit-D/A-Wandler, vier dezidierte I/O-Ports sowie
drei Timer und es sind mehrere Anschlüsse für verschiedene Wake-Up- und Sende-Szenarien
herausgeführt. Der Transceiver arbeitet mit einem speziellen, einfachen Protokoll von EnOcean mit einer
ASK-Modulation bei 868,3 MHz und ereicht eine Datenrate von 125 kBit/s. Besonders verbreitet ist diese
Funktechnologie in der Gebäudetechnik (drahtlose Schalter), die sich aufgrund ihrer Effizienz aber ganz
allgemein für stromsparende Applikationen eignet.
Abbildung 9: Das verwendete Scavenger Transceiver Modul der Firma EnOcean
Von besonderer Bedeutung für den Einsatz in Energy Harvesting-Anwendungen sind die verschiedenen
Spannungs- und Power Management-Anschlüsse des Moduls. Die Versorgungsspannung (VDD) darf im
Bereich von 2,1 V bis 4,5 V liegen, wobei für den Wake-Up aus einem Sleep-Modus jedoch mindestens 2,6
V notwendig sind. Über den Anschluss VDDLIM (Voltage Limiter Input) wird ein Maximalwert für das Modul
festgelegt, um etwa zu verhindern, dass ein angeschlossener Harvester das Modul mit einer zu hohen
Spannung versorgen kann und es damit zerstört wird.
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Für die Spannungsversorgung externer Einheiten – wie der EKG-Schaltung – gibt es die Ausgänge
V_OUT (1,8 V, 10 mA) und DVDD (1,8 V, 5 mA), die im Deep Sleep Mode abgeschaltet sind. UVDD (Ultra
Low Power Supply) ist für den Einsatz mit den Wake-Up-Pins vorgesehen und darf nicht anderweitig
angeschlossen werden. IOVDD ist ein Eingang für eine separate Spannungsversorgung (z.B.
Akkumulator), die nicht größer sein darf als VDD und mit DVDD verbunden wird, wenn keine zusätzliche
Spannungsquelle eingesetzt wird. Der Ausgang Charge Control Output (CCO) dient der
Ladezustandskontrolle, d.h. der Überprüfung der zur Verfügung stehenden Versorgungsspannung. Der
CCO-Anschluss führt einen High-Pegel (1,8 V), wenn VDD größer ist als V_On. Er führt einen Low-Pegel
(0 V), wenn sich VDD zwischen V_on und V_off (1,9 V) befindet, und ist hochohmig (Tristate), wenn VDD
kleiner ist als V_off. In der Abbildung 10 ist dieser Zusammenhang dargestellt.
Abbildung 10: Das Verhalten des CCO-Signals gibt Aufschluss über den aktuellen Ladezustand
Der STM 300 unterstützt verschiedene Betriebsarten, wie u.a. Senden (14 mA), CPU/Mikrocontroller aktiv
(4 mA), Standby (1,3 mA), Shortterm Sleep (15 µA oder Deep Sleep (0,2 µA) mit dem geringsten
Stromverbrauch. Das System befindet sich die meiste Zeit im Deep Sleep-Modus, der software-gesteuert,
manuell per Taster oder automatisch per Aktivitätssensor verlassen wird, so dass daraufhin eine EKGMessung mit dem Senden der Daten stattfindet.
Zwischen den Telegrammen wird der Mikrocontroller für eine kurze Zeit in den Shortterm Sleep-Modus
versetzt, bei dem der DVDD-Spannungsausgang abgeschaltet wird. Die Module sind von EnOcean für
Einzelmessungen vorgesehen, deshalb ist eine kurze Sendepause bzw. eine Totzeit von einigen zehn
Millisekunden notwendig, damit das Empfangsmodul genügend Verarbeitungszeit zur Verfügung hat.
Energy Harvesting und Energy Management
Da die Energieversorgung des EKG-Systems autark und wartungsfrei zu erfolgen hat, wird als
Spannungsquelle eine Indoor-Solarzelle (AM1815) verwendet. Die Solarzelle der Firma Sanyo hat
eine Größe von 56,1 mm x 45,2 mm und liefert bei einer relativ schwachen Beleuchtungsstärke von 200
lx und einer Zellspannung von 3 V einen Strom von ca. 42 µA. Die Leerlaufspannung der Solarzelle liegt
bei 4,9 V und der Kurzschlussstrom bei 47 µA. Weil die Beleuchtungsstärke in einem normal
beleuchteten Büroraum ca. 600 lx beträgt, lässt sich eine realistische Abschätzung für den erwarteten
Solarstrom machen, der im Bereich von ca. 140 µA liegt.
Abbildung 11: Montiertes System mit der Solarzelle.
Die EKG-Messschaltung soll für Langzeituntersuchungen eingesetzt werden, so dass eine permanente
Messung und Messwertübertragung nicht notwendig und mit dieser Energiequelle allein auch nicht
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möglich ist. Das Funkmodul benötigt zum Senden einen (kurzzeitigen) Strom von ca. 20 mA, was einen
entsprechenden Energiespeicher erfordert. Während eines Messzyklus wird das Messsystem dann aus
diesem Speicher versorgt und nicht direkt von der Solarzelle. Als Ladungsspeicher sind die
Doppelschichtkondensatoren geeignet, die oftmals als Gold Caps bezeichnet werden, obwohl dies eine
Bezeichnung der Firma Panasonic ist und diese Kondensatortypen bei anderen Firmen deshalb auch
unter Bezeichnungen wie Super Caps oder Supercapacitors geführt werden. Die
Doppelschichtkondensatoren sind hinsichtlich der Ladungskapazität, des Innenwiderstandes und des
Leckstromes mit Bedacht auszuwählen. Für das System ist ein Goldcap-Kondensator der Firma
Panasonic mit einer Kapazität von 220 mF und einem Innenwiderstand von ≤ 75 Ω vorgesehen.
Mit einer einfachen Berechnung ist überprüfbar, ob die Kapazität für diese Anwendung ausreichend ist.
Der STM 300-Controller wird üblicherweise im Versorgungsspannungsbereich von 2,5 V bis 4,5 V
betrieben. Das heißt, die Ladungsmenge (Q), die aus dem Goldcap-Kondensator bezogen werden darf,
beträgt:
ΔQ = ΔU • C = (Uv – Um ) • C = (4,5 V – 2,5 V ) • 220 mF = 440 mAs
Durch Messungen bei einer Systemmessdauer von 1,6 s und einer Abtastfrequenz von 120 Hz wurde für
einen Messzyklus die notwenige Ladungsmenge von 52 mAs ermittelt, was bedeutet, dass mit der
Gesamtladungsmenge mindestens acht Messungen ausgeführt werden können. Somit erweist sich die
Größe des Kondensators von 220 mF als optimal, weil größere Kapazitäten einen höheren Leckstrom
verursachen und die Ladezeit verlängern würden.
Grundsätzlich verursacht der hohe Innenwiderstand eines Goldcap-Kondensators hohe
Spannungseinbrüche bei hohen Strombelastungen. Im Sendemodus fließt kurzzeitig ein Strom von 20
mA, der bei einem Innenwiderstand von 75 Ω einem Spannungseinbruch von 1,5 V hervorruft. Wenn die
Versorgungsspannung den Wert von 2,1 V unterschreitet, wird das STM300-Modul automatisch in den
Schlafmodus versetzt und der Programmablauf unterbrochen. Um diesem Verhalten entgegenzuwirken,
ist parallel zum Goldcap ein zusätzlicher Kondensator als Puffer angeschlossen. Hierfür eignen sich am
besten Elektrolytkondensatoren, die bei großen Kapazitäten den niedrigsten Leckstrom aller üblichen
Kondensatoren aufweisen. Der ausgewählte Elektrolytkondensator hat eine Kapazität von 470 µF und
einen Innenwiderstand von 900 mΩ. Aufgrund dieses verhältnismäßig kleinen Innenwiderstandes
unterstützt der Elektrolytkondensator den Goldcap-Kondensator bei den hohen kurzzeitigen Belastungen
und verhindert einen unzulässigen Spannungseinbruch der Versorgungsspannung.
Abbildung 12: Schaltung des Energiemanagements
Die Spannung von der Solarzelle wird auf direktem Weg zum Elektrolytkondensator (C4) und über einen
p-Kanal-MOSFET (BSS84) zum Goldcap-Kondensator (C3) geführt. Der Jumper in der Schaltung
(Abbildung 12) wird lediglich für den Entwicklungsprozess und den Testbetrieb umgesetzt, damit über
den USB-Anschluss eine Versorgung der Schaltung erfolgen kann. Der Ladungstransfer zu den
Speicherkondensatoren wird durch den NPN-Transistor (BC847) und mithilfe des STM 300-Moduls
gesteuert. Zunächst wird der Elektrolytkondensator aufgeladen, und zwar so lange, bis die
Begrenzungsspannung (VDDLIM), die vom STM300-Modul permanent überwacht wird, den
Schwellwert von 4,5 V erreicht hat.
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Danach wird der Kontrollausgang (CCO) des STM300-Moduls aktiviert, der NPN-Transistor wird leitend
und der Gate-Anschluss des DMOS-Transistors wird auf Massepotential (GND) gezogen. Damit
entsteht eine Differenzspannung (VSG) zwischen Source und Gate, die den DMOS-Transistor aus dem
hochohmigen Zustand in den niederohmigen Zustand versetzt. Der DMOS-Transistor ist dann leitend,
und die Solarspannung wird zum Goldcap-Kondensator geführt.
Während der Goldcap-Kondensator aufgeladen wird, bleibt die Spannung (VDD) am
Elektrolytkondensator konstant. Diese Spannung (VDD) wird als Versorgungsspannung für das
Messsystem zur Verfügung gestellt und darf den Schwellwert von 4,5 V nicht überschreiten. Die
Schottky-Dioden (D1, D2), die mit den Speicherkondensatoren in Reihe geschaltet sind, lassen den
Solarstrom nur in der definierten Flussrichtung fließen und sollen die Entladung der Kondensatoren
verhindern, wenn kein Licht auf die Solarzelle fällt. Eine dritte Schottky-Diode (D3) wird zwischen die
Speicherkondensatoren angeschlossen, so dass der Goldcap-Kondensator zum Elektrolyt-Kondensator
parallel geschaltet ist.
In der Praxis hat es sich gezeigt, dass die Versorgungsspannung während eines Mess- oder
Sendevorganges aufgrund eines zu niedrigen Energievorrates einbrechen kann, so dass vor einem
Zyklus überprüft werden sollte, ob er ohne Fehler zu Ende geführt werden kann. Hierfür ist mindestens
eine Kondensatorspannung (VGC) von 3 V notwendig, die mithilfe einer einfachen Transistorschaltung
(Abbildung 13) durch das STM 300-Modul am Goldcap-Kondensator gemessen werden kann. Der
Bipolartransistor (Q1) wird über den ADIO3-Pin des STM 300 eingeschaltet, kurz darauf die Spannung
über den hochohmigen Spannungsteiler am Eingang ADIO1 des STM 300 gemessen und
abschließend wird der Transistor sofort wieder abgeschaltet, so dass kein weiterer Strom verbraucht
wird. Ist die Spannung ausreichend hoch, wird eine EKG-Messung ausgeführt, andernfalls wird der
STM 300 wieder zurück in den Deep Sleep-Modus versetzt.
Abbildung 13: Ob genügend Energie für die Ausführung eines Zyklus zur Verfügung steht, wird durch
eine einfache Transistorschaltung mit Spannungsteiler festgestellt.
Aktivierungsmethoden
Als Aufwachbedingungen aus dem Deep Sleep-Modus sind eine Timer-Funktion, die Betätigung eines
Tasters sowie ein Aktivitätssensor implementiert, die nur bei Vorhandensein ausreichender Energie
ausgelöst werden können, woraufhin eine EKG-Messung stattfindet. Die Timer-Funktion wird
programmgesteuert und typischerweise alle zehn Minuten ausgeführt. Eine manuelle Auslösung ist mit
dem Taster möglich, der den STM 300 über den WAKE0-Eingang aktiviert. Der Aktivitätssensor bildet
eine Aufwachbedingung, die bei starken Lageänderungen des gesamten Systems (mithin des Probanden)
ausgelöst wird.
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Abbildung 14: Neigungsschalter als Aktivitätssensoren zur Auslösung einer EKG-Aufzeichnung
Dazu werden zwei Neigungsschalter [5] entsprechend eines Wechselschalters eingesetzt. Diese bestehen
aus einem Zylinder mit einer eingeschlossenen Kupferkugel und zwei Anschlüssen. Je nachdem wie sich
der Zylinder neigt, verändert sich die Lage der Metallkugel. Dadurch sind die Kontakte einmal
kurzgeschlossen und einmal offen. Die Funktion eines Wechselschalters wird dabei durch eine
unterschiedliche Ausrichtung der beiden Neigungsschalter erreicht. Dabei schaltet der eine bei
vertikaler und der andere bei horizontaler Lage. Dadurch ändert sich bei einer Bewegung des Systems
auch der Pegel am WAKE1-Pin, was die Auslösung einer Messung zur Folge hat.
Literatur:
[1] K. Dembowski, Energy Harvesting für die Mikroelektronik: Energieeffiziente und -autarke Lösungen für
drahtlose Sensorsysteme, ISBN 978-3-8007-3234-0, VDE Verlag GmbH, 2011
[2] B. Fuchs, Integrierte Sensorschaltungen zur EKG- und EEG-Ableitung mit prädiktiver
Signalverarbeitung, Berichte aus der Elektrotechnik, Shaker Verlag Aachen, 2004
[3] Ambu GmbH, Datasheet Ambu Blue Sensor, http://www.ambu.de/patientmonitoring, 2011
[4] Enocean GmbH, User Manuals and Data Sheets, http://www.enocean.com/de, 2011
[5] Comus Group of Companies, CM 1320 Product Data Sheet, 2003
[6] K. Hamann, EKG-Interpretation, http://www.ekg-interpretation.de/wordpress/?tag=einthoven, 2011
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